Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Обзор литературы и постановка задач исследования 11
1.1. Применение охлаждения в медицине и средства для его осуществления 11
1.2. Использование низких температур в ларингологии 20
1.3. Приборы и средства для охлаждающего воздействия на ткани гортани 24
1.4. Полупроводниковые термоэлектрические устройства медицинского назначения 30
1.5. Перспективы использования полупроводниковых термоэлектрических устройств в ларингологии 38
1.6. Постановка задач исследования 44
Глава 2. Математическая модель полупроводникового термоэлектрического устройства для ларингологии 47
2.1. Математическая модель полупроводникового термоэлектрического устройства для локального замораживания тканей гортани 47
2.1.1. Квазистационарная математическая модель устройства 47
2.1.2. Результаты численного эксперимента и их анализ 57
2.2. Расчет параметров двухкаскадной термоэлектрической батареи для полупроводникового термоэлектрического устройства для локального замораживания тканей гортани 58
2.2.1. Параллельное питание каскадов термоэлектрической системы 58
2.2.2. Последовательное питание каскадов термоэлектрической системы 63
2.3. Учет влияния на процесс теплообмена при охлаждении ткани гортани фазового перехода 70
2.4. Выводы 80
Глава 3. Экспериментальные исследования полупроводниковых термоэлектрических устройств для ларингологии 82
3.1. Описание экспериментального стенда и методика проведения эксперимента 82
3.2. Экспериментальные исследования полупроводниковых тэу для локального замораживания тканей гортани 88
3.3. Сравнительный анализ данных с результатами численного эксперимента 99
3.4. Оценка погрешностей измерений 102
3.5. Выводы 104
Глава 4. Разработка полупроводниковых термоэлектрических устройств для ларингологии 105
4.1. Полупроводниковое тэу для локального замораживания тканей гортани 105
4.2. Полупроводниковое тэу для локального замораживания тканей гортани с дополнительным тэм 109
4.3. Полупроводниковое тэу для локального охлаждающего воздействия в отоларингологии 113
4.4. Методжа применения полупроводниковых тэу для локального замораживания тканей гортани 116
4.5. Выводы 119
Заключение 121
Литература
- Приборы и средства для охлаждающего воздействия на ткани гортани
- Квазистационарная математическая модель устройства
- Экспериментальные исследования полупроводниковых тэу для локального замораживания тканей гортани
- Полупроводниковое тэу для локального замораживания тканей гортани с дополнительным тэм
Введение к работе
Темпы развития термоэлектрической техники и расширение круга ее
прикладных областей за последние годы стали неуклонно возрастать.
Связано это с тем, что во всем мире резко вырос спрос на компактные,
бесшумные и надежные устройства охлаждения, поскольку традиционные и
альтернативные хладагенты становятся неприемлемы по причине их
экологической безопасности. Всем этим требованиям отвечают
полупроводниковые термоэлектрические модули, принцип работы которых основан на эффекте Пельтье. Эффект термоэлектрического охлаждения (эффект Пельтье) был обнаружен в 1834 году, но дальнейшее использование термоэлектрических явлений в промышленности и народном хозяйстве стало возможным, когда на основе теории академика А.Ф. Иоффе были разработаны полупроводниковые термоэлектрические материалы.
В настоящее время российские разработки в области создания высокоэффективных термоэлектрических материалов и охлаждающих модулей занимают лидирующее место в мире. Уже на сегодняшний день в мире выпускается около десяти миллионов термоэлектрических модулей (ТЭМ) в год, использующихся в высоко точных промышленных, научных, а также бытовых приборах. Разработаны и применяются технологии получения термоэлектрических материалов с высокой термоэлектрической эффективностью, соответствующей уровню лучших мировых достижений. Высокое значение параметра термоэлектрической добротности Z>4,0-10~K", определяющий термоэлектрическую эффективность материалов, расширяет области применения термоэлектрического приборостроения и делает его более эффективным. Отработана технология сборки однокаскадных и многокаскадных охлаждающих модулей. В производстве модулей применена оригинальная автоматизированная технология сборки, что обеспечивает более высокую производительность,
низкую себестоимость и высокое качество продукции [54, 55].
Развитие термоэлектрического материаловедения и повышение энергетических показателей полупроводниковых термоэлектрических батарей (ТЭБ) способствовало запуску их в серийное производство, и, как следствие, промышленному выпуску систем охлаждения и термостабилизации на их основе. Разработаны автоматизированные системы для вычисления и оценки эффективности термоэлектрических устройств, адаптированные для широкого круга специалистов, занимающихся термоэлектрическим охлаждением. Так, в инженерно-производственной фирме «Криотерм» построена и реализована в виде компьютерной программы инженерная методика расчета стационарных режимов систем охлаждения. Она позволяет выполнять оптимизационные и поверочные расчеты систем охлаждения и термостабилизации на базе полупроводниковых термоэлектрических модулей самой широкой номенклатуры [74,150, 152].
На сегодняшний день разработано и внедрено достаточно большое количество аппаратов, устройств и приборов, работающих на основе термоэлектрических эффектов, применяемых в промышленности и народном хозяйстве. Все они находят свое применение в различных областях - энергетике, автомобильной, авиационной и космической технике, электронике, бытовой термоэлектрической технике, медицине, судостроительстве, в системах охлаждения активных элементов твердотельных лазеров, компьютерных процессоров и многих других [125]. Таким образом, можно сказать, что по теории термоэлектричества накоплен большой теоретический и экспериментальный материал. Несмотря на столь значительные изыскания в данной области, на сегодняшний день не решен вопрос о создании полупроводниковых термоэлектрических охлаждающих устройств (ТЭУ) для ларингологии, позволяющих использовать искусственный холод для локального замораживания тканей гортани.
Анализ используемых приборов и средств, применяемых для
охлаждающих воздействий в ларингологии показал, что использование жидких хладагентов в реализации устройств по данному направлению в достаточной степени усложняет их конструкции и обслуживание, сокращает время работы устройств в связи с ограниченным объемом хладагента, не позволяет достичь необходимого уровня регулировки и контроля температуры воздействия, не решает проблему адгезивного эффекта, что требует наличия дополнительных устройств нагрева. Указанные недостатки препятствуют широкому внедрению устройств данного назначения в медицинскую практику.
В связи с этим использование ТЭУ для локального охлаждения в ларингологии несет ряд неоспоримых преимуществ по сравнению с другими средствами, так как исключает использование жидких хладагентов, что делает неограниченным время работы данных устройств, независимым от гравитационных сил расположение в пространстве, повышает точность регулировки и контроля температуры воздействия, предполагает организацию режима реверса путем переключения направления тока питания ТЭБ.
В настоящее время приоритетным является экологичность, безопасность и использование естественных для организма методов лечения в медицине, способных стимулировать ответные биологические реакции организма. В связи с этим широкое распространение получают немедикаментозные методики лечебных воздействий, среди которых можно выделить естественные физические факторы. При этом выбор методов и средств воздействия является индивидуальным в каждом конкретном случае и зависит от возможностей самого организма и желаемого лечебного эффекта [91,130, 134].
Одним из наиболее широко применяемых и эффективных естественных физических методов лечения является локальная гипотермия отдельных органов и тканей человеческого организма, которая предусматривает охлаждение лишь какой-либо части тела и является одним из перспективных
направлений криомедицины. Особенно часто применяют ее при воспалительных заболеваниях с целью воздействия на основной очаг патологии, как противоболевое, противоотечное, релаксирующее и репаративное средство, способствующее модуляции общего и клеточного иммунитета в тканях.
Таким образом, использование локального охлаждения организма, как естественного физического лечебного фактора, на сегодняшний день является достаточно актуальным вопросом в медицине.
Применяемые на сегодняшний день средства для локального охлаждения тканей гортани, работа которых основана на использовании жидких хладагентов, не всегда отвечают требованиям безопасности в связи с возможностью разгерметизации компрессионных систем, биологической агрессивностью используемых хладагентов, инерционностью рабочих процессов и низкой точностью дозирования охлаждающего воздействия.
Обеспечение высокого уровня контроля и регулировки охлаждающего воздействия, устранение адгезивного эффекта, а также независимость от центров производства и доставки криогенных жидкостей в методиках локального охлаждения в ларингологии возможно только в результате использования полупроводниковых ТЭБ. При этом конструкция охлаждающего устройства для ларингологии, основанного на использовании ТЭБ, должна соответствовать ряду специфических признаков, состоящих в необходимости обеспечения процедур, соответствующих существующим гигиеническим нормам, высокой надежности воздействия, точной локализации очага холода, безопасности и др.
В соответствии с вышеизложенным, целью настоящей диссертационной работы является исследование и разработка полупроводниковых термоэлектрических систем (ТЭС) для локального охлаждения тканей гортани, предназначенных для работы в умеренно низком (до -50С) диапазоне температур.
Поставленная цель достигается решением следующих задач:
Разработка полупроводниковой ТЭС для локального охлаждения тканей гортани, основанной на использовании ТЭБ.
Разработка квазистационарной математической модели ТЭС для локального температурного воздействия в ларингологии, в том числе с учетом влияния фазового перехода на процессы теплообмена.
Проведение комплекса экспериментальных исследований с целью подтверждения адекватности теоретических данных практике.
Проведение клинических исследований.
Практическая реализация результатов работы.
Для решения поставленных задач проведен литературный обзор по существующим методам и средствам охлаждающего воздействия в ларингологии. Анализ показал целесообразность применения ТЭУ для указанных целей. Причем, эффективным является использование специальной конструкции, в состав которой входят пространственно разнесенные основная и дополнительная ТЭБ.
Для данного типа охлаждающего устройства разработана квазистационарная модель, позволяющая оценить такие показатели, как уровень охлаждения тканей, время выхода на рабочий режим, продолжительность экспозиции при проведении лечебных процедур, а ісіКЖЄ энергетические характеристики устройства.
Результаты теоретических исследований по разработанной математической модели подтверждены серией экспериментов, проведенных для опытного образца устройства на специально созданном экспериментальном стенде в соответствии с разработанными методиками проведения испытаний.
В диссертационной работе защищаются следующие положения, представляющие научную новизну:
1. Метод локального замораживания тканей гортани, основанный на использовании термоэлектрического способа охлаждения при наличии ограничений по площади сопряжения объекта воздействия и
воздействующего элемента.
Квазистационарная математическая модель ТЭУ для локального замораживания тканей гортани, содержащего основную и дополнительную ТЭБ, сопряженных посредством теплового мостика из высокотеплопроводного материала, учитывающая теплофизические параметры объекта воздействия, а также наличие фазового перехода при охлаждающем воздействии.
ТЭУ для локального замораживания тканей гортани, содержащее основную и дополнительную ТЭБ, сопряженных посредством теплового мостика из высокотеплопроводного материала, удовлетворяющее ограничениям по площади сопряжения объекта воздействия и воздействующего элемента.
Полученные в работе результаты могут быть использованы в медицине, в частности, при лечении и профилактике лор-заболеваний в ларингологии.
Приборы и средства для охлаждающего воздействия на ткани гортани
Для теплового воздействия на ткани в труднодоступных местах, например, гортани, полости рта, носа и глотки часто используют металлические стержни, предварительно охлажденные в жидком азоте или кислороде, так называемые пассивные криозонды, системы с открытой и закрытой циркуляцией жидкого хладагента.
Существенным недостатком пассивных криозондов является нестабильная температура охлаждения и отсутствие системы контроля за температурой воздействия.
Проблема нестабильности температуры воздействия пассивных криозондов была решена в работах [2, 3, 24].
Устройство для криовоздействия на небные миндалины, описанное в [3] представляет собой криоинструмент, выполненный в виде пистолета с канюлей, аппликатором и содержит емкость, каналы для подвода и отвода для жидкого хладагента. Принципиальная схема устройства представлена на рис. 1.6.
С целью снижения травматичности при контакте аппликатора с тканью, канюля криоинструмента на конце, прилегающем к аппликатору, изогнута на 90 в одной плоскости с рукояткой криоинструмента, а боковые грани пластины аппликатора и ее тыльная сторона теплоизолированы.
Устройство, описанное в [24, 136] представляет собой криохирургический аппарат и предназначен для холодового воздействия во многих направлениях медицины, в том числе и в оториноларингологии.
Аппарат, описанный в работе [24] (схема конструкции представлена на рис. 1.7.), содержит емкость для хладагента с заливной горловиной, каналы для подвода и отвода хладагента, регулировочный клапан, канюлю с наконечником и теплообменник, выполненный в виде змеевика. Внутренняя труба теплообменника соединена с каналом для отвода хладагента, а на внешней поверхности теплообменника расположен электронагреватель.
После заправки емкости 2 хладагентом через заливную горловину 4 и закрытия регулировочного клапана 3 под действием внешних теплопритоков часть хладагента вскипает, и давление в контейнере поднимается. Хладагент под действием избыточного давления в емкости 2 по каналу 6 для подвода хладагента поступает в наконечник 8, где кипит, по каналу 7 для отвода паров хладагента поступает во внутреннюю трубу 10 теплообменника 9 и удаляется в нижней части аппарата в атмосферу.
Предложенная в этой работе конструкция и расположение электронагревателя позволяет уменьшить расход хладагента и повысить скорость регулирования холодопроизводительности аппарата, поскольку мощность электронагревателя расходуется на нагревание паров хладагента, что значительно эффективнее, чем нагревание жидкого хладагента.
Описанные выше устройства представляют собой систему с закрытой циркуляцией жидкого хладагента. Недостатком данных конструкций является стационарное расположение наконечника, что усложняет проведение процедуры холодового воздействия.
Указанный недостаток решается в работе [2]. Устройство содержит рукоятку, хладопровод, криоканюлю и наконечник. С возможностью поворота и перемещения вдоль оси наконечника установлено защитное приспособление, выполненное из теплоизолирующего материала в виде тонкостенного цилиндра с прорезью по образующей. Наличие защитного приспособления позволяет осуществлять направленное холодовое воздействие, исключающее травмирование окружающих тканей.
Во Всесоюзном научно-исследовательском и испытательном институте медицинской техники (ВНИИИМТ) был разработан криоаппликатор с импульсной парожидкостной циркуляцией азота, предназначенный для локального замораживания небных миндалин.
Аппликатор состоит из резервуара емкостью 120 мл, канюли, на нижней части которой с помощью шарнира закрепляется наконечник. Резервуар составлен из трех цилиндров; два из них - наружный и внутренний -изготовлены из фторопласта, средний из пенопласта. Такая конструкция резервуара обеспечивает достаточную теплоизоляцию для сохранения жидкого азота на время операции и защиту рук хирурга от обморожения. Сверху резервуар закрыт крышкой с отверстием, через которое по трубке пары азота выходят в атмосферу. Крышка имеет резьбу и навинчивается на наружный цилиндр резервуара.
Хладагент заливают в резервуар из сосуда Дьюара, затем он из внутреннего резервуара по подводящей трубке стекает в полость наконечника, где частично переходит в газообразное состояние. Вследствие этого в наконечнике повышается давление и газообразный азот, увлекая за собой жидкий азот, перемещается по канюле и отводящей трубке в резервуар. Газообразный азот по трубке выходит в атмосферу, а жидкий вновь возвращается в резервуар. Так происходит циркуляция жидкого азота в криоаппликаторе, в результате которой осуществляется передача жидкого азота наконечнику. Охлаждение наконечника до -196С наступает через 10-15 сек. после заливки жидкого азота в аппликатор. Появление капелек конденсированного воздуха на поверхности аппликатора указывает на его готовность к работе. Температура наконечника остается постоянной в течение всей операции.
Квазистационарная математическая модель устройства
Большую роль в анализе работы ТЭУ, применяемых для воздействия холодом, играет знание не только стационарных характеристик прибора, но и особенностей переходных процессов системы прибор - объект воздействия. Это связано с необходимостью оценки такого показателя функционирования ТЭУ, как продолжительность выхода на заданный режим работы, а также определения динамических характеристик прибора [43, 58, 66, 67, 69, 128]. Для оценки указанных показателей построена квазистационарная модель переходного процесса, которая рассматривает ТЭУ для локального замораживания тканей гортани как единую совокупность элементов -теплообменных устройств (теплоотводов, теплового мостика), ТЭБ, теплоизоляции, воздействующего наконечника, обеспечивающих снижение температуры биологического объекта за требуемое время до необходимой величины [70, 83, 87, 129].
Тепловая модель для такого ТЭУ изображена на рис. 2.1.
В ней ТЭБ1 через воздействующий наконечник с теплоемкостью cpi и тепловой проводимостью Ораді первыми спаями сопряжена с биологической тканью, имеющей соответственно теплоемкость ст и тепловую проводимость стт. Вторые спаи ТЭБ1 сопряжены с торцевой поверхностью теплового мостика, имеющего теплоемкость сР2 и тепловую проводимость сгРад2, вторая торцевая поверхность которого приведена в тепловой контакт с первыми спаями второй ТЭБ2. Вторые спаи ТЭБ2 посредством жидкостного теплообменного аппарата с теплоемкостью ср3 и тепловой проводимостью арадз поддерживаются при температуре Трз. Температура протекающей по теплообменному аппарату жидкости поддерживается равной Тж. Через ТЭБ1 и ТЭБ2 протекает ток постоянной плотности соответственно j і и j2. Кроме того, предполагается, что теплообмен между тканью и кровеносной системой происходит в любой точке рассматриваемого биологического объекта и характеризуется удельной мощностью объемных источников теплоты QBH. где Тт - температура биологической ткани; Tpi - температура воздействующего наконечника, имеющего тепловой контакт с биологическим объектом; Тр2 - температура теплового мостика; Tgi -температура горячего спая ТЭБ1; Тх2 - температура холодного спая ТЭБ2; тт - средняя масса ткани; трі р2;Рз - масса воздействующего наконечника, теплового мостика и радиатора ТЭБ2; Єі,2 - коэффициент термо-э.д.с. термоэлементов в ТЭБ; рі 2 - удельное электрическое сопротивление ТЭБ; hi 2 - высота термоэлементов в ТЭБ; A,i,2 - коэффициент теплопроводности материала ТЭБ; Тср - температура окружающей среды, аср - коэффициент теплоотдачи в окружающую среду.
Начальные условия для случая оценки продолжительности выхода устройства в рабочий режим задаются при холостом ходе (контакт устройства с биологическим объектом отсутствует), исходя из предположения, что в начальный момент времени ТЭС находится в термодинамическом равновесии с окружающей средой и температура всех точек системы равна температуре среды. При этом система уравнений (2.1) записывается в виде:
Для случая оценки продолжительности экспозиции при воздействии на ткани гортани начальными являются условия, взятые из полученных ранее данных для оценки выхода устройства на рабочий режим, а объект воздействия имеет температуру, равную 309 К.
Будем считать также, что температуры воздействующего наконечника и радиаторов равны соответствующим температурам спаев. Данное допущение завышает величину времени выхода на рабочий режим, и полученные впоследствии результаты будут являться оценкой сверху. Также предполагаем, что температурные поля объекта, воздействующего наконечника и радиаторов однородны [82].
Экспериментальные исследования полупроводниковых тэу для локального замораживания тканей гортани
Для проведения экспериментальных исследований ТЭУ для локального охлаждения тканей гортани нами был собран экспериментальный стенд, функциональная схема которого приведена на рис. З.1., а внешний вид - на рис. 3.2.
Объектом экспериментальных исследований являлся опытный образец ТЭУ для локального замораживания тканей гортани с двумя, и для сравнения с одним, ТЭМ.
Конструкция опытного образца ТЭУ для локального замораживания тканей гортани состоит из медного цилиндра 1, выполняющего функции теплового мостика, находящегося с обоих сторон в тепловом контакте с основным ТЭМ 2 и дополнительным ТЭМ 3. Отвод излишков тепла от горячего спая двухкаскадного ТЭМ 2 осуществляется с помощью жидкостного теплообменника 4. Для исключения нежелательного влияния температуры окружающей среды на процесс охлаждения аппликатора медный цилиндр 1, ТЭМ 2 и ТЭМ 3 имеют теплоизоляцию 5 по боковой поверхности.
Опытный образец в процессе проведения эксперимента помещали в теплоизолированную климатическую камеру 6, термостатируемый объем которой составляет 120 литров. Камера обеспечивает поддержание температуры в пределах от 283 до 343 К с точностью 1С и относительной влажности от 30 % до 98 %. Заданная температура и относительная влажность в камере регулируется блоком управления 7, связанным с датчиком температуры и влажности 8, показания которого отображаются на цифровом табло 9.
В опытном образце устройства использовались стандартные унифицированные ТЭМ инженерно-производственной фирмы «Криотерм». В частности, в качестве основного был использован двухкаскадный ТЭМ 2 ТВ-2-( 127-127)-1,15, в качестве дополнительного ТЭМ 3 - ТВ-17-0.6-1.0. Питание ТЭБ осуществлялось источниками электрической энергии 10 и 11, в нашем случае это соответственно источники постоянного электрического тока Instek PSH - 3630 и GW Laboratory DC Power Supply GPR-1850HD. Нагрузка на воздействующий наконечник моделировали намотанной на конец цилиндра нихромовой проволокой 13, подключенной к индивидуальному источнику питания 14 - ТЕС_42 НТР15.10.
Сбор экспериментальных данных осуществлялся автоматически с помощью измерителя технологического многоканального «ИРТМ 2402/МЗ» 15, который подключен к ЭВМ и предусматривает возможность одновременного подключения до 24 датчиков. Измерения температуры в ходе эксперимента проводили с помощью медь-константановых термопар 12, опорные спаи которых размещали в сосуде Дьюара 16, а сигнал снимался измерителем ИРТМ 2402/МЗ. Напряжение и ток на ТЭМ фиксировались при помощи встроенных в источники электрической энергии амперметров и вольтметров. Общее количество используемых в ходе эксперимента термопар составило 11 и 14 штук для конструкций с одним и двумя ТЭМ.
В ходе эксперимента определялись напряжения и ток на ТЭМ, температура окружающей среды, температуры в различных точках опытного образца.
Термопары размещались на воздействующем наконечнике, опорных и рабочих спаях ТЭМ, на входе и выходе жидкостного теплообменника, на поверхности медного цилиндра под теплоизоляционным слоем для проведения комплексных исследований всего ТЭУ во всех режимах его работы.
Опрос датчиков и регистрация снимаемых данных осуществляется 1 раз в 2 секунды с записью в текстовый файл и регистрацией текущего времени каждого измерения. Под данный комплекс составлена специальная программа, которая обрабатывает этот файл и выводит данные в виде таблицы Microsoft Excel, после обработки которой строятся диаграммы. Возможность совмещения комплекса с ЭВМ позволяет упростить представление и обработку полученных экспериментальных данных.
Исследовалась работа полупроводникового ТЭУ для локального замораживания тканей гортани с одним и с двумя ТЭМ. Для каждого из модификаций устройства измерения проводились для случая холостой работы устройства (без тепловой нагрузки), с тепловой нагрузкой 1Вт. В соответствии со значением максимального тока питания для используемых основного ТЭМ (5,8А) и дополнительного ТЭМ (1,7А), работу устройства тестировали для четырех значений питающего тока (ЗА; 4А; 4,5А и 5,0А) основного модуля и трех значений питающего тока дополнительного ТЭМ (0,5 А; 1А; 1,5 А).
Полупроводниковое тэу для локального замораживания тканей гортани с дополнительным тэм
Для повышения энергетических показателей устройства, и расширения температурного диапазона разработана конструкция, в которой используются ТЭБ специального исполнения. Принципиальная схема полупроводникового ТЭУ для локального температурного воздействия в отоларингологии приведена на рис. 4.4.
Устройство содержит тепловой мостик 1, выполненный из материала с высокой теплопроводностью (медный или алюминиевый стержень). Торцевые поверхности теплового мостика находятся в контакте с двумя каскадами ТЭБ специальной конструкции.
ТЭБ состоит из последовательно соединенных в электрическую цепь чередующихся ветвей, изготовленных соответственно из полупроводника р-типа 2 и п-типа 3 посредством коммутационных пластин 4, 5, 6, 7, выполненных преимущественно из меди. Электрическое соединение ветвей осуществляют посредством контакта ветвь р-типа 2 - коммутационная пластина 4 или 5 или 6 или 7 - ветвь п-типа 3, где ветвь р-типа 2 контактирует торцевой поверхностью с одной из поверхностей коммутационной пластины 4 или 5 или 6 или 7, а ветвь п-типа 3-е другой. Каждая ветвь контактирует противоположными торцевыми поверхностями с двумя коммутационными пластинами 4, 5 или 6, 7. При этом коммутационные пластины 4, 5, 6, 7 имеют площадь продольного сечения несколько большую, чем площадь продольного сечения ветвей 2 и 3, вследствие чего их концы выступают за поверхность структуры, образованной ветвями. При полярности тока, указанной на рис.4.4., свободные концы коммутационных пластин 4, 6, осуществляющих холодные контакты, выступают за одну поверхность структуры, а свободные концы коммутационных пластин 5, 7, осуществляющих горячие контакты, - за другую. Концы коммутационных пластин 4, осуществляющих холодные контакты первого каскада расположены внутри на одной из торцевых поверхностей теплового мостика 1. Концы коммутационных пластин 7, осуществляющих горячие контакты второго каскада расположены внутри на противоположной торцевой поверхности теплового мостика . Отвод излишков тепла от концов коммутационных пластин 5, осуществляющих горячие контакты первого каскада производится при помощи жидкостного теплообменника 8. Свободные концы коммутационных пластин 8, осуществляющих холодные контакты второго каскада выполнены с сечением Т-образной формы и через керамическую пластину 9 находятся в тепловом контакте с высокотеплопроводным аппликатором 10. Структуры, образованные ветвями р- и n-типа обоих каскадов покрыты слоем 11 диэлектрического материала с низкой теплопроводностью.
Для электрической изоляции свободные концы коммутационных пластин 4, 7 и 5 покрыты слоем 12 диэлектрического высокотеплопроводного материала. Электрический контакт между каскадами осуществляется через крайние холодные коммутационные пластины 13 первого каскада, одновременно являющиеся горячими коммутационными пластинами второго каскада, проходящими в объеме теплового мостика 1. Подвод электрической энергии к ТЭБ осуществляется через токоподводящие провода 14.
Принцип работы предлагаемого устройства следующий.
При прохождении по каскадной полупроводниковой электрической цепи р- n-типа постоянного электрического тока указанной на рис.4.4. полярности, подаваемого от источника электрической энергии через контактные площадки 14, между коммутационными пластинами 4 и 5 первого каскада, а также между коммутационными пластинами 6 и 7 второго каскада, представляющими собой контакты ветвей р- и п-типа 2 и 3, возникает разность температур, обусловленная выделением на одних концах ветвей и поглощением на других концах ветвей теплоты Пельтье. При указанной на рис.4.4. полярности электрического тока происходит нагрев коммутационных пластин 5, 7 и охлаждение коммутационных пластин 4, 6 и соответственно керамических пластин 9 и аппликатора 10.
К источнику постоянного электрического тока Основными показаниями к применению полупроводникового ТЭУ для локального замораживания тканей гортани являются локальные воспалительные процессы тканей гортани, стоматиты, эрозии, грибковые поражения слизистой ротовой полости и гортани, хронические тонзиллиты и фарингиты различной этиологии, микозы, храп, синдром апноэ, синдром надгортанника, а также профилактическая иммуностимулирующая криотерапия лор-органов [64, 95, 149].
Общая методика проведения процедур имеет следующую последовательность. Перед началом процедуры больного усаживают в кресло, где он может принять удобное положение. Предварительно перед процедурой проводят легкую местную анестезию обрызгиванием или смазыванием слизистой оболочки глотки пациента 10% раствором лидокаина. Необходимость такой обработки связана с возможностью в ходе холодовой терапии осуществлять механические воздействия в области гортани, чтобы максимально высвободить из-за душки открытую поверхность небной миндалины, а также снять рвотный рефлекс при воздействии по другим методикам.
При задании параметров воздействия врач с помощью ручки регулировки тока питания ТЭБ на блоке контроля и регулировки, градуированной в градусах Цельсия, в соответствии с расчетными данными, выбирает необходимую температуру на воздействующем наконечнике. Помещает устройство в подставку и нажатием кнопки пуск запускает ТЭУ в работу. При достижении необходимой температуры воздействия на воздействующем наконечнике, в подставке загорается сигнальная лампочка и подается звуковой сигнал.